电阻抗成像系统中采样信号电路的设计与实验验证

摘 要：深入探讨了电阻抗成像（EIT）中的一个关键技术——采样信号电子电路的实现。详细阐述了电路的基本原理和技术要求，采用先进的电路设计理念和技术，基于高性能的FPGA双驱动系统设计一套肺通气可视化电阻抗成像设备的硬件电路，主要包括采样控制单元、压控恒流源模块、分时复用模块、差分放大电路和安全耐压隔离模块单元。讨论了采用控制单元和分时复用模块实现信号采集的方法。通过实验测试，验证了所设计的EIT硬件电路在信号采集过程中具有高精度和高稳定性的优点，能够满足临床肺通气成像的需求。

关键词：电阻抗成像；信号采样；EIT硬件电路

中图分类号：TP274+.2文献标志码：B文章编号：1671-5276（2024）03-0025-07

Design and Experimental Verification of Sampling Signal Circuit in Electrical Impedance Imaging System

Abstract：This study delves into a key technology of electrical impedance tomography （EIT） - the implementation of signal sampling electronic circuit. The basic principles and technical requirements of the circuit are elaborated in detail， and advanced circuit design concepts and techniques are adopted to design a set of hardware circuits for lung ventilation visualization electrical impedance imaging equipment based on a high-performance FPGA dual-drive system， which mainly includes a sampling control unit， a voltage-controlled constant-current source module， a time-multiplexing module， differential amplification circuits and a safe voltage-tolerant isolation module unit. The method of signal acquisition using the control unit and time division multiplexing module is also discussed. And the experimental tests verify that the designed EIT hardware circuit is of high precision and good stability in signal acquisition process， and can meet the needs of clinical lung ventilation imaging.

Keywords：electrical impedance imaging; signal sampling; EIT hardware circuit

0 引言

电阻抗成像技术（electrical impedance tomography， EIT）自20世纪80年代初被提出以来，就以其无创、无辐射、低成本和实时监测能力在医学成像领域中引起了广泛关注［1］。作为一种基于体内阻抗分布差异进行成像的技术，EIT在心脏病、乳腺癌筛查、脑成像以及肺部疾病的诊断与监测中展现出其独特的应用价值［2］。尤其是在肺部疾病的监测中，EIT能够提供关于肺通气和血流动态变化的重要信息，为呼吸机提供精准的调节参数，对于重症监护病房（ICU）中的患者管理具有重要意义［3］。

尽管EIT在临床应用中展现出巨大潜力，但仍面临图像分辨率低和重建速度慢的挑战。当前的研究正集中于通过改进硬件系统、开发更高效的图像重建算法和优化电极配置来克服这些限制。电子线路的设计和优化是实现高质量EIT图像的关键，它不仅需要处理高频信号的注入和采集，还要确保数据的准确性和稳定性。

本文旨在深入探讨EIT中采样信号电子电路的设计与实验，通过详细阐述电路的基本原理和技术要求，提供电子电路及其理论基础的全面描述。同时，将讨论控制单元时间反复用信号收集的策略及其对EIT图像质量的影响。最终，通过实验数据和实际应用效果，评估硬件系统改进对EIT技术发展的贡献。

1 肺通气可视化电阻抗成像设备

1.1 传感器和测量模式

目前，EIT传感器已经实现了多种电极配置，包括16、32、64电极。如图1所示，16电极配置的电极带因其便携性以及在高频电流注入和边界响应电压采集方面的有效性而被广泛采用［4］。

肺部EIT技术的基本原理是在人体表面，尤其是胸部第4—第5肋间放置一组阵列电极［5］。通常用一定的激励-测量模式，通过这些电极施加一定频率的安全电流（通常幅值小于3mA）进行激励并获得一系列电压数据，这些数据包含了反映肺通气变化的阻抗信息，经过采集和处理后，被传输至计算机进行图像重建［6］。

根据医学成像的具体要求，通常采用相邻激励-相邻测量的策略，即通过一对电极（每对电极间隔一定）依次沿人体表面逆时针方向施加2mA的恒流正弦波。在此过程中，除了用于电流注入的两个电极外，另外14个电极被用于采集人体肺部的反馈电压差值。通过这种方法，在一次完整的采样周期内可以获得208个差分电压值［7］，即获得了一帧完整的差分电压信号。

本文旨在通过精确控制激励电流的输出和差分电压信号的采集，为EIT成像过程中肺部疾病的诊断和监测提供更为可靠的技术支持。

1.2 硬件系统整体架构设计

本文所开发的肺通气可视化电阻抗成像设备采用了一种先进的硬件架构，以实现高效且精确的肺部成像，如图2所示。核心硬件设计包括以下几个关键组件。

1）采样控制单元：选用现场可编程门阵列（field-programmable gate array， FPGA）作为系统的采样控制中心，主要负责生成所需的激励正弦交流电压信号，执行电压信号的模数转换（ADC），处理采集到的数据以及控制电极切换过程。FPGA的高度可编程性和并行处理能力使其成为处理复杂信号采集和数据处理任务的理想选择［8］。

2）压控恒流源模块：该模块的设计旨在将电压信号转化为正弦恒流信号，以保证施加到人体上的电流精确且稳定，这对于提高成像质量至关重要［9］。

3）分时复用模块：该模块负责在电流激励电极和电压采集电极之间进行高效的选通，通过精确控制电极的切换，确保系统能够获得全面的电阻抗分布信息。

4）差分放大电路：该电路负责处理多路复用模块经过选通后得到的电压数据。

5）安全耐压隔离模块单元：旨在保障电力设备和人员的安全。

2 信号激励与采集电路设计

2.1 采样控制单元

为精确计算数字模拟转换器（DAC）的分辨率，假设给定最大电流为3mA，最小电流分辨率要求为1.2μA，若选择14位DAC则分辨率可达到0.183μA，而0.183μAlt;1.2μA，符合设计要求。为确保100kHz正弦波形的高质量，选择的DAC更新速率达到125MHz，从而每个正弦波周期可由1 250个数据点表示，每次数据更新对应电气角度增加0.288°，确保波形失真度极低。

在系统精度和稳定性方面，选择晶体振荡器精度高于±0.01%，温漂小于0.001%，以确保系统性能满足严格标准。综合考虑所有性能指标，选择XC72010 FPGA作为信号激励和采集模块的控制单元，该单元基于ZYNQ7010，是一款多功能、开源且可重构的仪器，提供快速的模拟/数字输入、输出，具有丰富的处理资源和优异的I/O性能。

XC72010 FPGA由Xilinx公司生产，内部结构分为处理系统（PS）和可编程逻辑（PL）两部分。PS部分采用双核ARM Cortex-A9 MPCore处理器，最高工作频率可达866MHz。PL部分为FPGA，使用AXI4协议与PS部分通信。DAC采用AD9744型号14位高速、双通道数模转换器，支持最高210 MSPS更新速率，能够在双口或交错模式下运行。ADC选用国产贝岭BLAD14D125型芯片，为14位低功耗、双通道模数转换器，最高采样速率达125m/s。编程和控制通过兼容SPI的三线式串行接口完成。BLAD14D125采用64引脚QFN封装，工作温度范围广，从-40℃～+85℃。

软件控制方面，控制模块单元的更新速率设定为100MHz，即每100ns更新一次DAC数据，以生成100kHz连续正弦波激励源。同时，通过分时控制16路I/O，轮流选通人体电极信号，实现复用采集和ADC转换。采集到的数据经有序存储后，定时通过网络接口以TCP/IP协议发送至上位机进行进一步的数据分析和图像重建。

2.2 压控恒流源模块

压控恒流源模块在EIT系统中具有重要作用。通过将输出电压转换为恒定的电流，实现对待测物体的安全恒流激励，其中恒流源的稳定性和带宽直接影响到系统的最终成像效果［10］。

传统的差分放大器，尽管在抑制共模信号方面具有良好性能，但在高性能的鲁棒设计方面存在诸多挑战。整体性能往往难以满足高精度成像系统的需求，导致电路在实际应用中遇到许多问题。

针对这一挑战，本文采用了增强型Howland电流源（enhanced howland， EH）和三运算放大器（triple op-amps， TOA）配置作为恒流源设计的基础。通过对比LM741和AD844两种不同运算放大器，在不同负载（电阻负载和Cole-Cole模型负载）下的恒流输出进行了评估。结果表明，当配备AD844运算放大器和Cole-Cole负载时，EH和TOA电流源均能满足多频率恒流输出的要求，展现出高输出阻抗和稳定的恒流性能。

在本系统中，采用了一种先进的宽频带镜像电压控制电流源电路设计，以实现幅值一致且相位相反的安全电流激励。该设计通过并联两个传统单端恒流源构建而成的镜像电流源，不仅提高了输出阻抗，降低了共模信号干扰，而且更适合于EIT系统的高精度成像需求。

AD830放大器因其优异的性能而被选用于本系统，旨在解决离散差分放大器在EIT应用中遇到的问题。AD830的电路拓扑结构如图3所示，采用两对差分输入，每对输入通过两个完全相同的跨导输入级转换为电流信号，随后通过电压跟随器输出，确保了电流源的精确控制和稳定输出。

该放大器的开环输出电压可以表达为

VOUT=A0（VX-VY）（1）

式中：A0是开环增益；两对差分输入电压分别为VX=VX1－VX2，VY=VY1－VY2。

通过负反馈闭环控制可以实现信号的精密放大。差分输入电压信号VX与VY分别经过跨导输入级转化为相应的电流信号IX与IY。由于后级的电压跟随器在理想情况下可以视为有无穷大的输入阻抗，因此，IZ可以近似为0，即存在IZ=IX+IY=GmVX+GmVY≈0。由此可知，X与Y端口的电压信号大小相等、方向相反，满足如下关系：

通过引入AD830放大器，本系统能够在宽广的频率范围内提供稳定且可靠的电流激励，极大地优化了EIT成像的性能。这种电路设计不仅提升了EIT系统的信号质量，同时也为电流源的开发提供了新的方向，有助于推动EIT技术在医疗成像和其他领域的应用。

基于DDA拓扑的单端恒流源示意图如图4所示。X1端接输入电压Vin，X2端接地，Y1和Y2两端分别接在电阻RS两端。由式 （3）可知，电阻RS两端的电压差为－Vin。又因为运放的虚断原理，Y1和Y2两端可视为无电流流过，因此，流经负载电阻RL的电流与流经RS的电流相等。该恒流源的输出电流IO公式为

实际应用中，选用AD830实现DDA拓扑部分，另外选用AD8066作为负反馈部分，如图5所示。采用共模反馈电路可以消除由于镜像电流不对称而在负载上产生的直流偏置电压。为了实现镜像恒流源，I+IN与I-IN为同一个恒幅值交流信号源，镜像恒流源的两个反馈回路分别设计为同相积分电路和反相积分电路，以实现相反的相位，所用电阻均为500kΩ，电容为均2μF，电路积分常数均为1s。

为了验证该恒流源的性能，首先使用TINA-TI电路设计和仿真工具进行仿真测试和故障诊断。通过后制作印刷电路板进行实测检验。在电阻R1分别取100Ω、200Ω、1.3kΩ、2.3kΩ时，输出峰峰电流恒定在2mA左右，随着电阻增大，输出电压也成比例变大，电流误差也随电阻而变化，实测记录如表1所示，波形图如图6—图9所示。

2.3 分时复用模块设计

在本系统中，分时复用模块的设计是实现高效电极切换的关键。采用74HC4067M芯片进行分时复用模块的设计，该芯片因其低电荷注入效应、微小的泄漏电流以及高带宽特性等优点使其能够在16个通道中实现精确的单通道选通。该方案的选择是为了满足四电极法测量的技术需求，其中四电极法作为EIT成像的基础，要求系统能够在多个电极间灵活切换以采集必要的电压数据。

为此，系统整体上需部署4枚74HC4067M芯片，分为两组，各自负责16个电极的激励和信号采集。这种配置支持系统在不同的激励采集模式之间自由切换，包括但不限于相邻模式、相对模式和间隔模式等，满足了常见及特殊的测量需求。这些激励采集模式的选择完全由软件编程控制，提供了极高的操作灵活性。

每个74HC4067M芯片的选通控制均由FPGA的4个通用输入输出（GPIO）端口独立控制。因此，整个系统共需要16个GPIO端口来实现全面的控制功能。此外，为了确保系统的稳定运行，所有芯片的使能控制引脚均直接连接至正电源以保持其持续启用状态。

在本系统设计中，分时复用器的应用显著优化了系统结构，其电路原理如图10所示。通过采用激励采样分时复用技术，本系统不仅简化了电路设计，还有效减少了印刷电路板（PCB）的布局空间需求，进而有效降低了制造成本。在具体实施方案中通常采取相邻激励和相邻采集模式，以优化信号的采集和处理效率。

依据互易定理（reciprocity theorem），为确保每次采集得到的数据组彼此独立，系统需要执行208次采集操作以构成一个完整的图像帧。在此过程中，从待测场域内选定的两个电极作为激励电极对，而其他电极则通过多路复用器实现对模数转换器（ADC）的分时复用，从而实现了硬件结构的紧凑化，提高了系统的效率与通道一致性。这种设计不仅增强了系统的性能，也为EIT技术的进一步应用提供了可靠的硬件支持。

2.4 差分放大电路设计

在EIT系统中，差分放大电路的设计是关键环节。鉴于操作便捷性、抗干扰能力等考虑，本研究选择采用模拟差分方案。为此，选用了AD8421仪表放大器，该放大器以其极低噪声、低功耗和高速性能而著称。AD8421的技术规格包括：10MHz的带宽、35V/μs的压摆率；在增益为10时0.001%的建立时间为0.6μs，确保了高速信号的有效放大。更重要的是，AD8421具有极高的共模抑制比，能够在广泛的温度范围内从高频共模噪声中提取出低电平信号，其超低的偏置电流和电流反馈架构在高增益条件下保持高性能，使其在需要高通道数多路复用系统的应用中表现出色，非常适合本EIT系统的需求。

AD8421芯片的引脚接线如图11所示，其设计和应用在本EIT系统中展现了与系统要求的高度契合性，为实现高精度、低干扰的电阻抗成像提供了坚实的硬件支持。AD8421的传递函数为

VOUT=G×（V+IN-V-IN）+VREF（4）

式中G=1+9.9/RG。取RG=5kΩ，此时放大倍数约为3倍。

本差分放大器优化了输出误差的控制，包括失调电压和漂移、不同负载条件下的失真以及输出噪声等关键性能参数。通过激光微调电阻技术，本放大器实现了增益误差小于0.01%和共模抑制比（CMRR）超过94 dB（G=1）的高精度性能。此外，高性能的引脚排列和经过严谨考量的设计与布局，赋予了该放大器在广泛频率和温度范围内维持高CMRR性能的能力。这种高度的共模抑制比对于减少外部干扰信号的影响至关重要，尤其是在电阻抗成像等要求高精度测量的应用场合中。

采用这种高精度、高稳定性的差分放大器，不仅显著提高了测量系统的整体性能，而且对于提升系统对复杂信号处理的能力具有重要意义。这些技术优势使得该放大器成为电阻抗成像及其他精密测量领域的理想选择，为研究人员和工程师提供了一个强大的工具以应对高难度的测量挑战。

2.5 安全耐压隔离模块单元

在医用电气设备的设计中，根据GB 9706.1—2020《医用电气设备 第1部分：基本安全和基本性能的通用要求》，在标准状态下，DC5V供电时电气医疗产品对患者的防护措施网电源部分防护要达到两重MOPP3 000V有效值的AC试验电压，旨在确保患者人身安全。针对此技术规范，本研究设计了一种高效能的采样信号隔离单元以满足上述安全耐压要求。

采样信号隔离单元采用了IF0505S-1WR3型DC/DC隔离电源模块，该模块具备输入5V、输出5V、最大负载能力200mA的特点。它以小巧的体积、高的功率密度、高效率以及低输出纹波噪声等性能优势，确保了系统的电气安全和稳定性能。该隔离电源在广泛的工作温度范围（-40℃～+85℃）内表现出色，提供3 000VDC的隔离电压和超过350万小时的平均无故障时间（MTTF），展现了其高可靠性。

为进一步强化隔离保护，本设计选用了9块ADUM1201隔离芯片作为隔离核心器件。ADUM1201采用的是芯片尺寸变压器专利隔离技术，该技术不仅使得数据传输速度可达到最高125Mbps，而且相较于传统光耦器件，其功耗仅为1/10，约0.8mA。此外，ADUM1201芯片具备强大的环境适应能力，能够承受高达125℃的高温环境。其耐压能力达到2 500V，有效满足了系统对安全性和耐压性的技术要求。

通过上述设计，本文研制的安全耐压隔离模块单元如图12所示，为电阻抗成像系统及其他医疗电气设备提供了一个优秀的安全保障方案。

3 系统整体性能分析

为评估系统的整体性能，采用标定板测试系统的通道一致性、相对标准差和信噪比指标。通道一致性能够反映各个通道之间的差异程度，采用U形图进行结果展示。相对标准差（relative standard deviation， RSD）则用来量化系统通道的一致性。信噪比（signal-to-noise ratio， SNR）也是EIT系统的常用性能指标。综合计算系统的这些指标完成对系统的评价。

如图13所示，通过DB25转接口将标定板接到多路复用模块留出的接口处进行通道一致性测试。该标定板使用电阻网络来模拟场域内的阻抗分布，其中R1～R16=390Ω；R17～R32=750Ω；R33～R48=240Ω；R49～R64=240Ω；R65～R80=24Ω，均采用0.1%精度的低温漂电阻。为了模拟人体组织，将相邻两电极之间的阻值控制在1kΩ左右。

实验过程控制激励电流为1mA，频率为125kHz，重复测量50帧数据，计算平均值，得到的U形图如图14所示。测得的208个数据所组成的16个U型曲线基本保持一致且底部数据无明显波动，这说明该系统的通道一致性较好。

引入RSD值来量化系统的一致性。RSD指标准偏差占平均值的百分率，按如下公式计算。

信噪比指的是一个电子系统中信号功率与噪声功率的比值，按式（6）的方法进行计算。

计算结果如图16所示，图中虚线表示平均值。可以得到以下结论：不同通道的信噪比之间具有一定的差异性，系统的平均信噪比可达60dB，最小值也大于50dB，最大值可接近80dB。

4 结语

本文的创新之处在于采用了先进的电路设计理念和技术，提高了数据采集的精度和速度，为EIT技术的发展提供了新的方向。然而，尽管取得了这些积极成果，本研究在控制单元软件控制设计及与上位机信息交换技术方面的探讨仍有所不足。未来工作将重点解决这些局限性，特别是通过开发更高效的软件控制策略和优化信息交换技术，进一步提升EIT系统的整体性能和用户体验。

对于未来的研究方向，考虑到EIT技术在医学成像领域内的广泛应用前景，计划扩展其在其他重要医学领域的应用，如心脏病诊断、脑部成像以及肿瘤检测等。此外，探索将人工智能和机器学习算法集成到EIT图像重建过程中，以提高图像的分辨率和重建速度，是另一个潜在的研究方向。这些技术的融合有望开辟EIT技术在未来医疗诊断和治疗中的新篇章，为临床提供更加准确和实时的医学成像解决方案。

总之，本研究在EIT数据采集领域取得的成果，不仅对医学成像技术的发展具有重要意义，也为未来EIT技术的研究和应用提供了新的思路和方向。

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